一文介绍Philips DXL心电图算法

[1 概述](#1 概述)

[2 波形预处理](#2 波形预处理)

[2.1 数据采集](#2.1 数据采集)

[2.2 导联连接异常](#2.2 导联连接异常)

[2.3 伪差来源识别](#2.3 伪差来源识别)

[2.4 滤波](#2.4 滤波)

[3 波形识别与测量](#3 波形识别与测量)

[3.1 综合分析与测量](#3.1 综合分析与测量)

[3.2 QT 测量](#3.2 QT 测量)

参考文献

原文链接：https://mp.weixin.qq.com/s/pgLyNVu3VI1SzBySu7NqYQ

1 概述

Philips DXL 心电图算法分析心电图波形的幅度、持续时间、形态以及相关节律。此算法和年龄与性别密切相关，在整个程序中均应用了病人的年龄与性别来定义心率、轴偏移、间期、电压数值以便达到心动过速、心动过缓、PR 与 QT 间期的延长与缩短、肥大、早期复极、缺血和心肌梗塞的解读准确性。

成人标准 (Adult criteria) 适用于 16 岁或超过 16 岁或未指定年龄等场合。小儿标准 (Pediatric criteria) 则适用于年龄小于 16 岁的场合，小儿标准使用 12 个不同的年龄范围，反映从婴儿到幼儿的快速变化。

Philips DXL 心电图算法处理数据流程

该算法通过 5 个步骤来生成包含解释的心电图报告：

监测波形质量：检查每个心电图导联的技术质量
波形识别：能够定位并识别各种波形成分
心搏形成：为每个导联形成代表性心搏
生成测量结果：测量代表性波形的每个组成部分，进行基本的节律分析、产生综合的测量结果
解释结果：使用扩展的测量结果和输入的病人资料（年龄、性别、处方药）从程序中选择解释语句

2 波形预处理

2.1 数据采集

首先需要通过同时采集并分析12个或更多导联的心电图波形来获得准确的数据。

过采样与降采样

心电图波形数据首先通过多通道Σ - Δ 转换器（sigma-delta converters） 进行采样，采样率为8 kSPS ，随后再降采样至适合心电图检测的范围，该转换器具备24 bit 有效分辨率，同时还能有效消除电子噪声。

先过采样将把量化噪声"打散"到更宽频带，再用数字抽取滤波器把 1-bit 码流平均+降采样，得到低速、高分辨率的码字，同时去掉带外噪声。

Σ - Δ ADC是"过采样、噪声整形、数字滤波"为核心的高分辨率模/数转换器，先用 MHz 级把噪声搬远，再用数字滤波砍掉，最后只留低速高精度；适合中低速、高精度、强抗干扰的场景，是慢速信号链（信号带宽< 1 kHz、采样率≤ 10 kSPS）里的"默认答案"。

差模与共模

电源（交流电）干扰、病人呼吸、病人移动、肌肉震颤会在心电图信号加上噪声与伪差，质量差的电极或病人准备不当也会损害 ECG 信号。心电图信号中出现的交流干扰可以分为以下两种类型：共模干扰和差模干扰。

**共模：**某些噪声源干扰 ECG 信号时对连接在病人身上的所有电极均产生影响，当信号被采集与数字化时，这些公共噪声源在输入电路中被部分抑制掉。Philips 输入电路的共模抑制比满足或超过了现行 AAMI 和IEC 标准的要求，可消除大部分交流电噪声。

**差模：**电源产生的磁场会与电源线相互作用，就像一个微型天线产生了电气信号，在 ECG上以高频噪声的形式出现。信号失真多少在各导联线上是不同的，取决于导联线形成的环路大小及其方位，防止这类失真的好办法是调整导联线走向，使它们全部与病人身体的头到脚的轴线平行。如果特定电极与皮肤接触不良，那么与共模相比会产生更强的信号，从而会对特定导联产生电干扰。

在分析过程中，会检查心电图中是否存在肌肉伪差、交流干扰、基线漂移以及导联连接异常等问题。那些未被操作员及时纠正的噪声问题，都会在心电图报告的解读说明中予以记录。(由于通常只会有心电图的部分内容被打印出来，因此这些伪差的成因并不总是能够被清晰地看到)

下图中显示前胸导联中存在明显的基线漂移现象，而这种漂移会在心电图记录的最后 5 秒内消失，因此这种基线漂移不会出现在标准的3×4格式的心电图报告中。

2.2 导联连接异常

DXL 算法提供选配的导联接反检测功能，可检测出大多数常见的肢体导联和胸前导联接反问题。

由导联极性反转算法生成的警报会提醒操作人员注意可能发生的导联极性反转现象：

右臂（RA）与左腿（LL）电极接反
右臂（RA）与左臂（LA）电极接反
可能四肢电极接反
可能胸电极接反

但有两种导联接反问题特别难以检测：

左臂（LA）与左腿（LL）导联接反，导联反转算法检测不出这种情况
胸前导联反转，特别是相邻的胸前导联反转

左臂（RA）与左腿（LL）导联接反

正确和错误的导联线连接方式都会生成看上去正常的波形。如下图，LL-LA 导联接反，aVL 与 aVF 颠倒，导联 I 与 II 颠倒，导联 III 反转。这类肢体导联接反难以检测，通常只能通过比较一系列迹线才能检测出来。

胸前导联反转

某些胸前导联接反也很难检测，往往是相邻的导联接反，会导致 R 波出现明显" 下落" ；不过，发生梗塞时也会出现这种情况。

如果下落在相邻的系列波形上消失，那么几乎都是这种不引人注意的导联接反造成的。

2.3 伪差来源识别

可能造成伪差的多种来源：

电源线干扰
肌肉，因颤抖或疾病引起的震颤导致
呼吸，自主呼吸或呼吸机导致
基线漂移，通常因电极与皮肤接触不良
基线偏移，通常因电极与皮肤接触不良或病人运动造成
机械，通常因拉动电极电缆造成

电源线干扰

电源线干扰源为频率为 50或60Hz 的交流电流（具体取决于所在国家的标准），通常在病人附近使用多种电器且电极与病人接触不良时发生。该干扰会导致出现快速规则的波形，除基线较粗外， QRS 波群中还会出现假切迹。通常，通过更换电极并移走相邻电器，或者使用电池电源来运行这些电器，可以解决电源线干扰问题。

需要注意的是，荧光灯产生的干扰频率可能是电源线干扰频率的三倍（即150或180Hz）。

肌肉伪差

肌肉伪差通常因颤抖或帕金森病的引起阵颤导致，可移动肢体电极，使其接近肩膀或臀部，从而减少震颤对心电图信号的影响。将电极移近肩膀或臀部虽然会导致信号幅度略有下降，从而可能影响心电图结果的解读，但总体而言，这种调整反而会使心电图数据更易于分析。

呼吸伪差

呼吸伪差可能是自主呼吸或呼吸机辅助的呼吸造成的，间歇性强制通气在患者通常较为微弱的自主呼吸过程中会导致偶尔出现极大波动。如果在记录心电图的 10 秒期间发生强制通气，则会导致心脏位置发生明显改变。在典型 3x4 报告中，几乎不可能检测到该变化，除非在全部 10 秒钟内记录节律导联。

更为典型的呼吸性伪差会在心电图上表现为基线出现规律性的波动，而且在出现 Kussmaul 或Cheyne-Stokes 呼吸时这种伪差会变得更加严重，这会导致波形发生明显变化，干扰人为或计算机的心电图解读。

基线漂移

基线漂移是在某些导联上出现斜线。下图中给出仅在导联 V1 和 V6 发生的这种情况，原因是电极与皮肤接触不良从而导致其测量参数逐渐发生变化。通常，清除患者胸部的毛发，或者重新更换电极的位置，就可以解决这个问题。

基线偏移

基线偏移伪差可能具有多种性质，但最常见的是电极接触不良或病人运动导致的。这些类型的基线偏移不会重复出现（与呼吸伪差一样），而且可能出现在心电图波形中任意一点。

只有呼吸漂移伪差确实无法消除，但其他类型的基线偏移是可以更正的。虽然很难保证小儿或新生儿病人保持平静，但成人病人一般都能配合，尽可能不移动以免导致基线偏移。

下图为严重基线偏移。

机械伪差

通常，出现机械伪差的原因是病人运动并导致导联线被拉紧。

一般来说，很容易找出导致该问题的电极或导联线：

胸部导联伪差只出现在该单个导联中
肢体导联伪差将以组合模式出现
如果某个加强导联中的伪差最大，那么引起该问题的是特定电极。两个关联的肢体导联也会出现较大伪差（I 和 III 对应 aVL ； I 和 II 对应 aVR ； II 和 III 对应aVF）

下图说明左腿（LL）电极存在问题。请注意，另外两个加强导联也会显示存在伪差，但这些伪差的幅度较小。

2.4 滤波

Philips 采集设备提供多种先进的数字滤波器，操作人员可以选择它们或在设备配置期间启用它们。

应用滤波器时，总是在心电图波形轨迹的保真度与清晰度之间采取折衷。应用的滤波量愈大，则心电图信号细节被去掉的可能性也愈大。

心电图打印报告的右下角有一个框，其中显示心电图上施加的滤波信息。

伪差滤波器

伪差滤波器可以去除骨骼肌运动伪差，这种噪声源最难消除，因为它们与正常的心电图信号具有相同的频率。此滤波器消除骨骼肌伪差的同时，也降低了心电图的所有高频成份，这可能导致无法探测起搏脉冲，从而引起信号幅值视觉上的低估，并且还会导致 QRS 切迹不可见。

此滤波器去除 5 ~ 150Hz 频率范围的最高达 50 微伏的信号，这会影响 P 波以及整个QRS-T 波。仅当肌肉伪差水平太高以致心电图变为不可读时，才使用伪差滤波器。

在使用伪差滤波器时，心电图打印报告右下角的滤波器信息框中会显示 F 符号。

交流滤波器

交流滤波器消除由于电源和导联线相互作用而产生的磁场产生的干扰，交流干扰的频率稳定在 60 或 50 Hz，交流滤波器可消除交流噪声，从而避免心电图信号受到干扰。采集设备配置期间，选择 60 或 50 Hz 的电源线路频率。

当使用交流滤波器时，心电图打印报告右下角的滤波信息框中包含交流滤波器符号。

频率响应滤波器

这些滤波器抑制 ECG 信号频谱中的高频与低频频率。可供选择的低频率响应滤波为40、100、和 150 Hz。

1989 年，美国心脏协会推荐成人心电图记录最高为 125 Hz，小儿心电图记录则最高为 150 Hz。

低通滤波器改为 40 或 100Hz，可以产生一幅看起来更平滑的心电图波形，但会消除信号的某些细节。信号中的小幅偏移、切迹、毛刺会发生失真，甚至完全消失。高通滤波器设置为 0.05、0.15 和 0.5Hz，可使心电图报告中出现高于所选值的频率，该滤波器会抑制低于所选值的频率。

所打印心电图右下角的滤波信息框中包含心电图的频率响应。DXL 算法始终使用0.05 至 150 Hz 带宽以获得最高保真度，最高保真度波形始终存储在永久记录中。

基线漂移滤波器

基线漂移是心电图记录期间心电图基线缓慢的（通常为 0.1 -- 0.2Hz）上下漂移。基线漂移可能是由于病人呼吸或其他来源造成的，严重的基线漂移可能使确定真正的ECG 波形形状的变化变得十分困难。

虽然正常情况下使用的最高频率响应低限 0.05Hz ，已经足以消除大多数 ECG 的基线漂移，但可能仍需要附加的抑制，启用基线漂移滤波器会抑制所有低于 0.5Hz 的频率。

#滤波对波形的负面影响

低通滤波器能够成功地减少心电图基线中的噪音，但也会降低 QRS 幅度。

高通滤波器 (0.5 Hz) 会减少基线漂移，但也会导致 ST 段失真。

对于之前捕获的数据，正向/ 反向滤波方法可消除大部分失真，不过不能为连续实时数据使用该方法。

伪差滤波器可去除许多高频，但这会导致现代低幅度起搏器发出的起搏脉冲消失。

3 波形识别与测量

3.1 综合分析与测量

DXL算法会针对心电图报告中的所有波形进行测量。每条导联中的每一次心跳都会被单独测量，这样心跳之间的自然变化就能被纳入到这些具有代表性的测量数据中。在该算法中，所有具有代表性群组测量结果、各导联的测量数据以及整体测量结果都会被纳入分析范围。

DXL 算法的分析过程中，首先是心搏检测和波形识别。根据心电图起搏器的配置，基于不同的导联数完成有效检测，在10 s 分析期间，起搏器的脉冲被去除，且利用从所有导联导出的" 边界指示器" 来分析所获得的波形。

识别 QRS 波群与起搏脉冲的近似位置后，还会进一步推导出另一种有助于增强 P 波和 T 波检测效果的边界指示波形，然后确定心电图中每一个心搏的近似 P 波、QRS 波群和 T 波的区域。

确定近似的波形位置后，对这些波形作进一步的精确分析来确定每一波形的起点与终点，然后对于某一个导联的每一个 P 波、QRS 复合波、ST 段、T 波的振幅、持续时间、面积和形状进行计算。同时，还要记录每一个心搏的波形异常，例如切迹、毛刺、δ 波及起搏脉冲。

成组测量

会根据心率与形态参数，将心电图中每一心搏分类为 5 个节律组之一，每个组中的心跳都具有相似的R-R间期、持续时间以及波形特征。所有室性起搏的心搏均编入一组中，和其他参数无关。

第 1 组测量代表主导的心搏类型，对心搏进行匹配以排除异常值，然后进行调整并取平均值，再生成最终测量结果。该流程会消除残留噪音，并提高测量结果的精确性。

第 2 组到第 5 组代表其他心搏类型，然后会对心搏的测量结果一起取平均值。

导联测量

12 导联中每个导联的测量都是从第 1 组心搏计算的。如果心电图中所有心搏均为室性起搏，则测量起搏心搏；如果心电图同时包含起搏心搏和非起搏心搏，则只测量非起搏心搏。

间期、持续时间、各段的测量是第 1 组每一个导联中代表性心搏的测量。所报告的整体心率是在整个心电图上的平均室性心率，除非算法决定其中某一个组的平均室性心率更能代表基础的节律；如果短时间出现早搏心搏，会排除它们，然后再确定心率。

房性节律分析

房性节律是通过对导联 I、II、III、V1 和 V2 检查而确定的。通过使用该方法，此算法可以确定每个 QRS 波群中的 P 波数量；如果确定过程失败，那就不计算房性节律参数。

轴测量

虽然在人工测量轴时使用波形幅度是很方便的，但使用波形面积能产生更准确的结果。Philips 设备在计算 P，QRS，T 轴时使用来自导联测量结果的波形面积，而在计算 ST 轴时，则使用 ST 起点、中点、终点振幅之和。

正面轴测量使用了肢体导联和 9 对导联（全部至少相距 60º）来对轴进行估算，水平平面轴测量则通过相似方法从导联 V1--V6 计算。估算的结果要进行检查以确保这些结果能归集到单个结果上去。对这些结果取平均值，形成有代表性的轴测量结果。

3.2 QT 测量

确定 T 波终点时存在的问题

在确定 T 波终点时存在多个技术问题，包括：T 波终点被较大 U 波阻挡、双相 T 波、切迹 T 波、T 波带有叠加的 P 波、肌肉噪音、电源线干扰、基线漂移、极小幅度的 T 波、极缓慢（平坦）的 T 波至基线转换、T 波终点失真。

DXL 算法与大多数手动读图工具一样，定位 T 波与 U 波的最低交点，正确检测到双相和切迹 T 波。叠加的 P 波的影响取决于其具体位置，如果它覆盖了 T 波的实际终点，则会导致测量不准确。

通过 DXL 算法确定 T 波终点

为确定拐点（无论是起始点还是终点），需从波形峰值处向搜索区域起点延伸一条直线，预计拐点就位于该位置之后。这条直线与信号之间的最大垂直距离，就是拐点的位置。

为防止出错，需要进行下列改进：

只有该直线与信号之间在预期方向上的距离才会被被考虑进去
这条直线的斜率被限制在一定范围内，避免出现过于陡峭的直线，因为可能会导致波形中出现拐点。如果波形表示的是空间矢量的幅度，那么这一限制对于确定Q波的起始位置来说就显得尤为重要。在实际应用中，人们会将"峰值"向时间轴的早期位置移动到 R 幅值一半的位置
这条直线的斜率被控制在最低限度，避免出现几乎呈水平的直线；这样一来，拐点就会出现在噪声波动最大的位置
这条直线的最大斜率与最小斜率实际上取决于所讨论的波形段中基线发生的偏移量；在实际计算中，会从这些最大/最小斜率中减去基线偏移所导致的斜率变化值

整体 QT 选择

过去只使用肢体导联确定大部分正常限值，目前通常也考虑胸前导联的测量结果。但是在确定 QT 间期时，某些导联记录到的QRS波群起始时间可能会晚于其他同时记录的导联，但这种差异通常很小，且属于个别现象。不过，不同导联的 T 波终点相差较大（而且往往中间到胸前导联上较为靠后），所以面临应使用哪一导联的问题。

一种常用方法是使用所有导联中最早的 Q 波起点和所有导联中最晚的 T 终点，不过该方法非常容易出现噪声，多项研究已证实 T 波终点的测量结果包含大量噪声。

理论上来说，最早 Q 波起点到最晚 T 终点的测量结果比较可行，最初在《The Measurement of the Q-T interval in the Electrocardiogram》一文中提出。文章还建议使用斜率/ 相交方法，但该方法会低估 T 波的真正终点。文章在 1952 年发表时，没有可用于测试的数据库，所以相关建议是基于当时的理论理解。

30多年后，一个名为"定量心电图检测的通用标准"的国际合作项目应运而生，该项目如今被称为CSE。

处理噪声测量的常用方法是使用"中心趋势测量值"，即中位数或平均值。然而，平均值很容易被那些异常值所影响，而这些异常值的测量结果本身就具有很高的不可靠性。

DXL 算法使用" 可靠导联" 的中值。如果心搏到心搏之间的波起点/ 终点相差不大，则认为导联可靠。这种处理方法有助于排除那些振幅较小、呼吸波动幅度较大，或者噪声含量较高的导联。

DXL 更新后的PH110C 算法采用大于 150 uV 的 T 波振幅作为标准以保证用于特定导联的" 可靠性"。

DXL 算法在计算 QT 间期时使用 T 波位置中心的原因

下图中给出每个导联上的 QT 测量值的差值，以及 5 名心脏病学家根据一组生物学 ECG 给出的QT 整体参考值。QT间期差异以均值差（计算值 - 参考值）及其标准差的形式呈现。于数据集中的每个心电图，按最低到最高的顺序对导联间 QT 值与整体 QT 参考值之间的差值进行排序。图中显示的代表均值与标准差的柱状图，依次对应最短QT差异组、次短QT差异组，直至最长QT差异组。最小平均差值和最小标准差通常出现在数据的中位数附近，正因如此，DXL算法在计算QT间隔时才会使用T波结束位置的中位数作为参考。

偏差的范围大约为60毫秒，与由正常患者和异常患者混合组成的样本所呈现出的数据相符。标准偏差是中值附近的最小值，正是基本噪声测量所预期的结果。

另外需要说明的是，由于病人之间存在的差异， " 最佳" 导联往往无法预测。下图是在每个导联上测量QT 间期与 5 名心脏病学家的 QT 间期参考值最接近的频率。DXL 算法在导联 II 和 V5上测量的 QT 间期通常与参考 QT 最接近。

如果查看叠加的导联，我们通常会看到一组 QT 间期，它们最有可能来自最佳导联。手动读取药物毒性研究时使用的传统导联为导联 II 和 V5，即典型的" 最佳" 导联。

对 QT 进行心率修正

随着心率增加， QT 间期会缩短。人们已经尝试过多种方法，将某种特定心率下的数值转换为60次/分钟这一标准心率下的相应数值。

有两个常用公式：Bazett 和 Fridericia

Bazett 公式在美国应用得更广泛，该公式可以表示为：

QTc = \\frac{QT}{\\sqrt{RR}}

Fridericia 公式在欧洲应用得更广泛，该公式可以表示为：

QTc = \\frac{QT}{\\sqrt\[3\]{RR}}

还有两个公式可用：

Hodges公式

QTc = QT +1.75\\times(HR-60)

Framingham公式

QTc = QT + 0.154\\times (1-RR)

由于长时间的去极化，室性传导缺异常 (VCD) 延长了 QRS 期间并扩大 QT 间期。为了准确反映在修正心率因素后QT间期仍可能出现的进一步延长现象，为室性传导异常患者制定了QT间期校正公式，并推荐在实际应用中使用

QTc=QT-155(\\frac{RR}{1000}-1.0)-0.93(QRSd-139)-k

其中，女性的 k 值为34，男性的 k 值为22

参考文献

E. Lepeshkin, B. Surawicz."The Measurement of the QT interval in the Electrocardiogram." Circulation 1952; 6:378-388.
JL Willems, P Arnaud, JH van Bemmel, PJ Bourdillon, R Degani, B Denis, FM Harms, PW Macfarlane, G Mazzocca, J Meyer, et al."Establishment of a reference library for evaluating computer ECG measurement programs." Computers and Biomedical Research 1985 Oct; 18(5):439-457.
Molnar et al."Evaluation of Five QT Correction Formulas Using a Software-Assisted Method of Continuous QT Measurement from 24-Hour Holter Recordings." American Journal of Cardiology (1996); 78:920-26.
Bazett, H.C. "An Analysis Of The Time-Relations Of Electrocardiograms." Heart (1920); 7:353-70.
L. S. Fridericia."Die Systolendauer im Elektrokardiogramm bei normalen Menschen und bei Herzkranken." Acta Medica Scandinavica, Stockholm, 1920, 57: 469-486.
Hodges M, Salerno Q, Erlien D: Bazett's QT correction reviewed.Evidence that a linear QT correction for heart rate is better.JACC 1983;1:694.
Sagie, Larson, Goldberg, Bengtson, Levy: An improved method for adjusting the QT interval for heart rate (the Framingham Heart Study).Am J Cardiol 1992;70:797-80.

【往期回顾】

心电QRS波形识别之Pan-Tompkins算法介绍

心电（ECG）信号处理流程与算法详解（一）

心电（ECG）信号处理流程与算法详解（二）